92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 1 1 Técnicas relevantes de RM M. Vahlensieck, F. Träber y J. Gieseke Secuencia en eco de espín (SE) ... 2 Secuencia turbo en eco de espín (TSE, Fast-SE), RARE ... 3 Técnica eco del gradiente (GRE) ... 4 Técnicas muy rápidas de RM (utrarrápidas) ... 8 Supresión de la grasa ... 8 Medio de contraste, dinámica del contraste ... 10 Artrografía por RM ... 10 Artrografía directa por RM ... 10 Artrografía indirecta por RM ... 10 Contraste por transferencia de la magnetización ... 11 Angiografía por RM ... 13 Procedimientos para angiografía ... 13 Relaxometría (mapas de los tiempos de relajación) ... 15 Reconstrucción tridimensional ... 15 Reconstrucción multiplanar, adquisición radial ... 16 Espectroscopia por RM e imagen espectroscópica ... 17 Espectroscopia de hidrógeno (1H) ... 17 Espectroscopia de fósforo (31P) ... 19 Espectroscopia de carbono (13C) ... 21 Estudios cinemáticos ... 22 Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 2 8/27/09 4:19 PM Page 2 Técnicas relevantes de RM En este capítulo, se presentarán los fundamentos más importantes de las técnicas relevantes de RM para el estudio del aparato locomotor y de sustentación. En primer plano, presentamos las siguientes aclaraciones orientadas a la práctica: • contraste de la imagen, • relación señal/ruido (RSR), • área de aplicación y utilización de las diferentes técnicas. En las referencias de la literatura encontrará más detalles sobre las bases físicas y técnicas que se mencionan más adelante. Magnetización longitudinal y transversal. Para la producción de una señal de RM, se coloca al paciente en un campo magnético (B0) exterior intenso. A causa de este campo magnético exterior, los núcleos de hidrógeno de los tejidos, –que en un modelo didáctico simplificado pueden considerarse como pequeños imanes con una dirección arbitraria de sus propios campos magnéticos,– se orientan paralelos al eje mayor del campo magnético exterior intenso (magnetización longitudinal). Si en esta situación se emite hacia el tejido un pulso adecuado de alta frecuencia (pulso de 90°), se producirá, mientras dure este pulso, una modificación de la dirección del campo magnético propio de los núcleos de hidrógeno. Este cambio mensurable de la dirección del campo magnético se denomina magnetización transversal. Cuando se suprime el pulso de alta frecuencia, los campos magnéticos de los núcleos de hidrógeno se orientan nuevamente en dirección paralela al campo magnético externo. Tiempo de medición. La magnetización transversal es mensurable solamente durante un tiempo determinado. El intervalo de tiempo durante el cual la magnetización transversal es mensu- rable depende de la homogeneidad del campo magnético exterior y del tipo de tejido, y se denomina T2 efectivo o tiempo T2*. Si en esta situación se envía otro pulso adecuado de alta frecuencia (pulso de 180°) hacia el tejido, se generan nuevas señales (SE, spin-echo, eco del espín o espín-eco). El intervalo de tiempo característico en el que esta señal SE disminuye de intensidad se denomina tiempo de relajación T2 o tiempo espínespín. El intervalo de tiempo en el que se vuelve a alcanzar la magnetización longitudinal completa también es diferente según los tejidos y se denomina tiempo de relajación T1 o tiempo espín-enrejado (spin-lattice). Los núcleos de hidrógeno orientados en una dirección apropiada de medición inducen una señal de alta frecuencia registrable (resonancia magnética). Las intensidades de esta señal dependen en los diferentes tejidos, además de los tiempos de relajación y de la concentración de los núcleos (densidad protónica). Ordenamiento espacial. El ordenamiento espacial de las señales registradas desde una sonda se realiza mediante una codificación de la frecuencia y de la fase de la señal de RM. Mediante este ordenamiento espacial se genera finalmente una imagen de una matriz codificada en una escala de grises. Secuencias. Para la obtención de imágenes por RM pueden aplicarse diferentes secuencias que, según las indicaciones clínicas, acentúan en forma diferente los tiempos de relajación o la densidad protónica. Por ejemplo, si una secuencia de RM es sensible para la comprobación de diferentes tiempos de relajación T1, se habla entonces de una secuencia ponderada en T1 o de un contraste T1 en la imagen resultante. Secuencia en eco de espín (SE) Contraste T1. La técnica en eco de espín (SE, del inglés spinecho) es el fundamento del diagnóstico por RM del aparato locomotor y de sustentación, y representa al sistema musculoesquelético en forma de un contraste T1, mediante un tiempo de repetición (TR) que es más corto que el tiempo de relajación T1 del tejido estudiado (TR ⬇ < 700 ms) y un tiempo de eco (TE) aún más corto (TE ⬇ < 20 ms). La grasa y las sustancias paramagnéticas se representan con señales intensas. Los músculos, el hueso cortical, las calcificaciones y la mayor parte de las alteraciones patológicas no emiten buenas señales. Esta secuencia es menos proclive a producir artefactos y tiene una alta relación señal/ruido (RSR). Es útil para la orientación anatómica y para la identificación de la sangre. Una secuencia SE ponderada en T1, por lo menos en un plano, debe formar parte de todo protocolo de estudio por RM. Contraste T2. Las secuencias SE ponderadas en T2 se producen mediante tiempos de repetición largos y tiempos de eco también largos (TE ⬇ 80-120 ms). De esta manera, la grasa y los músculos tienen una intensidad baja de la señal en comparación con las imágenes ponderadas en T1. Por el contrario, los líquidos y la mayoría de las alteraciones patológicas aparecen ricos en señales. Hasta hace poco, esta secuencia era la de mayor importancia para detectar trastornos patológicos. Muestra una fuerte tendencia a generar artefactos por movimiento o pulsación y requiere mucho tiempo para la adquisición de las imágenes. Sin embargo, el importante contraste T2 se puede obtener con otras técnicas con una menor exigencia de tiempo. Entre estas técnicas, la secuencia turbo eco del espín (TSE) ha desplazado ampliamente a la técnica convencional. Contraste de la imagen ponderado en la densidad protónica. Las secuencias SE con un tiempo de repetición mucho más largo que el tiempo de relajación T1 (TR ⬇ 1800-3000 ms) y con un tiempo de eco más corto (TE ⬇ 10-20 ms) generan un contraste de la imagen ponderado en la densidad protónica (DP). Este tipo de contraste de la imagen desempeña un papel relevante en la RM del aparato locomotor y de sustentación. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 3 Secuencia en turbo eco de espín (TSE, Fast-SE), RARE 3 Secuencia en turbo eco de espín (TSE, Fast-SE), RARE La secuencia en turbo eco de espín (TSE, Fast-SE) es un desarrollo posterior de la técnica RARE (del inglés rapid acquisition relaxation enhanced) (16) y de la técnica MEMS (del inglés multi-echo multi-slice) (23). Se parece a una secuencia SE con múltiples ecos (multieco) dentro de un intervalo TR. Los ecos se generan mediante una serie de pulsos de 180° (“tren de ecos”) (Fig. 1.1). La diferencia esencial con una técnica SE multieco es que cada eco está codificado en una fase diferente. De esta manera, se posibilita la medición de varios perfiles para el ordenamiento espacial con una sola excitación. Esto se repite muchas veces, hasta lograr la resolución deseada de los valores de fase necesarios. En comparación con la secuencia SE convencional, el tiempo de medición se reduce en un factor considerable, que corresponde al número de pulsos de 180° por excitación (NE, número de ecos; TF, factor turbo). La separación entre los pulsos de 180° se denomina espacio entre los ecos (EE) o distancia entre los ecos (DE). El número de ecos (NE) puede variarse a voluntad entre 3 y 128. Para los estudios del sistema musculoesquelético, suele ser entre 3 y 16. El contraste de la imagen está determinado por el número de ecos, que, mediante los pasos de la codificación de fases, se generan en un orden inferior; se habla entonces del tiempo de eco efectivo (TEef). La relación entre el TEef, DE y NE puede expresarse mediante la siguiente ecuación: Este gran ahorro de tiempo puede aprovecharse para aumentar la resolución o la RSR con un tiempo de medición todavía aceptable, lo que es no posible con las técnicas convencionales, que requieren para ello tiempos de medición significativamente mayores (25 minutos y aún más). Las imágenes TSE tienen algunas particularidades, que son especialmente significativas para la RM del aparato locomotor y de sustentación: • En la secuencia TSE, la grasa presenta una intensidad de la señal claramente elevada, lo que puede dificultar la identificación de procesos patológicos localizados en inmediata proximidad con la grasa. Este hecho afecta sobre todo a las extremidades. Este efecto colateral no deseado puede reducirse parcialmente, según la indicación clínica, fijando un NE efectivo inferior (en consecuencia, una DE mayor), a pesar de que será menor la disminución del tiempo de exploración, o mediante una supresión de la grasa selectiva de la frecuencia (45) (Fig. 1.2). • Una segunda particularidad de la secuencia TSE es la menor sensibilidad contra los efectos de susceptibilidad. En un estudio de pacientes con enfermedades del sistema musculoesquelético, se comparó la secuencia TSE con la secuencia SE convencional y se obtuvieron resultados semejantes (48). TEef = DE* (NE + 1)/2 El NE se elige habitualmente de manera que la DE se encuentre entre 9 y 15 ms. No obstante, debemos mencionar que no en todas las exploraciones, como por ejemplo, en el caso de la médula ósea, se opta por el NE máximo posible (y en consecuencia, por el mínimo tiempo de medición), ya que la grasa, en comparación con las secuencias SE convencionales, a causa del acoplamiento de espines y de la efectiva modificación de las fases, debido a la corta DE, aparece con una señal hiperintensa atípica. Este efecto es mucho más marcado con DE más cortas y con campos magnéticos más débiles. Para los estudios de tejidos que contienen grasa, se elige entonces el NE de manera que la DE se encuentre entre 13 y 15 ms. En una imagen ponderada en T2 con, por ejemplo, un TEef = 90 ms, se utiliza un NE entre 10 y 14. a Fig. 1.2 a-c Secuencias TSE en un fantoma grasa y agua y en una articulación de la rodilla: a Secuencia TSE en un fantoma de grasa y agua (TR = 3000 ms, TEef = 100 ms). El fantoma contiene por arriba grasa, por debajo solución de ClNa. Igual selección de ventana. Arriba, a la izquierda, NE = 3; arriba, a la derecha, NE = 6; abajo, a la izquierda, NE = 9; abajo, a la derecha, NE = 12. La intensidad de señal de la grasa aumenta claramente a medida que aumenta el número de ecos (NE). DE 1. Primer corte 2. Segundo corte Fig. 1.1 Esquema simplificado de la secuencia TSE: Durante un intervalo del tiempo de repetición (TR) se generan, después del pulso de 90°, varios ecos con una distancia (DE) constante mediante pulsos de 180°. El tiempo de eco (TE) que determina el contraste se encuentra en la mitad del tren de ecos y se denomina tiempo de eco efectivo (TEef). Si se utilizan técnicas de múltiples cortes, pueden leerse varios cortes desplazados en el tiempo (en la figura, se muestran dos cortes como ejemplo). Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 4 8/27/09 4:19 PM Page 4 Técnicas relevantes de RM b c b Secuencia TSE de la articulación de la rodilla (TR = 3000 ms, TEef = 100 ms, NE = 12). c Secuencia TSE de la articulación de la rodilla. NE = 3, idéntica selección de ventana. Gran quiste de Baker, derrame intraarticular. El contraste entre el líquido y la grasa es mayor con un número de ecos (NE) de 3. Técnica eco del gradiente (GRE) En la técnica eco del gradiente (GRE), la señal que genera la imagen no se produce mediante un pulso invertido (pulso de 180°) como en la técnica SE, sino mediante una inversión de gradiente. Se aplican pequeños ángulos de excitación, de manera de modificar el contraste resultante de la imagen. Deben tenerse en cuenta los siguientes 3 parámetros cuando se utiliza una secuencia GRE: • tiempo de repetición (TR), • tiempo de eco (TE), • ángulo de inclinación o de entrada. Con las secuencias GRE, es posible realizar exploraciones con menor tiempo de medición que con la técnica SE. Básicamente, se diferencian 4 técnicas GRE (8) (Fig. 1.3). • Forma simple. La forma más sencilla (Fig. 1.3a) de una secuencia GRE corresponde en gran parte a una secuencia SE, con la diferencia de que no contiene ningún pulso de 180°. Esta técnica es una de las secuencias GRE más antiguas y con frecuencia produce artefactos. En la actualidad, prácticamente ya no se utiliza. • GRE en estado de equilibrio. En la técnica GRE en estado de equilibrio (Steady State GRE) (Fig. 1.3b), se construye un equilibrio entre la magnetización longitudinal y la transversal del tejido. Para mantener la magnetización transversal, existe el denominado gradiente rebobinador (rewinder). De esa manera, se logran contrastes en la imagen, determinados por la relación tiempo de relajación T2/tiempo de relajación T1 (ponderación mixta). Sin embargo, ello se logra solamente utilizando ángulos de inclinación intermedios (10-40°), tiempos de repetición cortos (TR = < 250 ms) y tiempos de eco cortos. Si se utilizan en cambio ángulos de entrada muy pequeños (< 5°), independientemente de la técnica GRE subyacente, se obtienen imágenes ponderadas en densidad protónica. Los ángulos de inclinación grandes (> 40°) llevan a un contraste T1; los tiempos de eco largos, a un contraste T2* (T2 efectivo), es decir, un contraste de la imagen que depende del decaimiento por inducción libre (FID, del inglés Free induction decay) de la señal de RM anterior. • GRE degradado (Spoiled GRE). Esta técnica GRE se basa en la destrucción de la magnetización transversal residual mediante el así llamado gradiente de desfase, gradiente corruptor (spoiler) o impulso de alta frecuencia. Por esta razón, esta técnica se denomina también Spoiled GRE (Fig. 1.3c). Como la magnetización transversal mediante esta técnica no alcanza el estado de equilibrio, depende del parámetro de relajación T1 del tejido y la secuencia está ponderada en T1. Esto tiene validez con las limitaciones antes señaladas de ángulos de inclinación extremos y tiempos de eco largos. Si en las secuencias GRE en estado de equilibrio se utilizan tiempos de repetición > 250 ms, el contraste de la imagen se va pareciendo progresivamente al de esta técnica GRE degradado, porque entonces ya no puede lograrse el equilibrio de la magnetización transversal. • GRE con aumento de contraste (CE-GRE). En esta técnica GRE, se lee el eco producido por el segundo pulso de excitación de 90° en una secuencia de medición. Se trata entonces, en principio, de una secuencia SE. La diferencia consiste, sin embargo, en que no se aplica ningún pulso de alta frecuencia de 180° separado, sino una inversión del gradiente. En esta técnica, el tiempo de eco es más largo que el tiempo de repetición. La secuencia produce un intenso contraste T2 y, por esa razón, se la denomina GRE con aumento de contraste (Fig. 1.3d). Como con la técnica GRE con aumento de contraste se lee un SE tardío, la relación señal/ruido (RSR) es muy baja. Por esta razón, esta técnica no se ha impuesto para su aplicación sistemática. En el cuadro 1.1 se presenta un resumen de los contrastes de la imagen con las técnicas GRE. Las denominaciones de las técnicas GRE difieren de una a otra firma comercial. Los acrónimos más importantes de los 4 fabricantes de equipos de RM se mencionan en el cuadro 1.2. En todas las secuencias GRE, en oposición a las secuencia SE, es importante que los desplazamientos de fase, que no se producen por los gradientes, no vuelvan a su fase; de esa manera, Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 5 Técnica eco del gradiente (GRE) RF Señal Frecuencia Fase Corte RF Fig. 1.3 a-d Esquema de generación de las cuatro secuencias GRE básicas: a Secuencia GRE simple b Secuencia GRE en estado de equilibrio c GRE degradado d GRE con aumento de contraste Primera línea: pulso de excitación de alta frecuencia (RF: radiofrecuencia) Segunda línea: señal que se recibe Tercera línea: gradiente de codificación de frecuencias Cuarta línea: gradiente de codificación de fases Quinta línea: gradiente de corte RF/HF: pulso de alta frecuencia TE: tiempo de eco TR: tiempo de repetición Señal Frecuencia Fase Rebobinador Corte RF Señal Frecuencia Fase Gradiente de desfase Corte RF Señal Frecuencia Fase Corte Cuadro 1.1 Instrucciones simplificadas para generar un determinado contraste con secuencias GRE DP Ángulo de inclinación pequeño T1 Ángulo de inclinación grande T1 CE-GRE Mixto (T2/T1) Estado de equilibrio con TE corto T2* TE largo CE-GRE Mixto DP T1 T2 T2* TE GRE con aumento de contraste Contraste que depende del cociente T2/T1 Densidad protónica Tiempo de relajación T1 Tiempo de relajación T2 Tiempo de relajación T2 efectivo Tiempo de eco Cuadro 1.2 Acrónimos de las cuatro técnicas GRE básicas, según los diferentes fabricantes de equipos de RM Fabricante Siemens Picker Philips GE Toshiba Elscint Formas GRE simples – FE – MPGR PFI – GRE degradado (spoiled) FLASH PSR CE-FFE T1 SPGR – SHORT determinan el contraste de la imagen. Por ello, con tiempos de eco más prolongados, se observa: • la presencia cada vez mayor de artefactos en los límites de las superficies (artefactos de susceptibilidad), • una mayor sensibilidad para los diferentes desfases de los protones de la grasa y del agua. La posición de la fase de cada uno de los componentes depende del tiempo de eco, y al respecto, se diferencian: • igual posición de fase (en fase), • diferente posición de fase (fuera de fase), • posición opuesta de fase (oposición de fase) (Fig. 1.5). GRE en estado de equilibrio FISP FAST FFE GRASS FE F-SHORT GRE con aumento de contraste PSIF CE-FAST CE-FFE T2 SSFP – E-SHORT En el primer caso se suman las intensidades de la señal (IS) de ambos componentes y, en el último caso, se restan las intensidades de la señal de los componentes. Los píxeles, en los que se encuentra una determinada relación de mezcla de protones de grasa y de agua, muestran, en consecuencia, intensidades oscilantes de la señal, que dependen del tiempo de eco y que, en el caso de una relación de mezcla de 50:50, pueden inclusive desaparecer (artefacto por “etching”: grabado al aguafuerte, desplazamiento químico de segunda clase). El período de oscilación de los tiempos de eco en fase y en oposición de fase depende de la diferencia de las frecuencias de resonancia δf de la grasa y del agua (3,2-3,5 ppm) y, en con- Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 5 92503-01.qxd 6 8/27/09 4:19 PM Page 6 Técnicas relevantes de RM cuencia, de la intensidad del campo magnético (período en ms = 1000/δf). Su valor aproximado es: • 19,7 ms para 0,35 T (δf ≈ 51 Hz). • 13,8 ms para 0,5 T (δf ≈ 72 Hz). • 6,9 ms para 1 T (δf ≈ 144 Hz). • 4,6 ms para 1,5 T (δf ≈ 217 Hz). Grasa subcutánea Superficies limitantes Músculo Fig. 1.4 Dibujo esquemático del espectro de los protones de la grasa subcutánea y de la musculatura: Los pixeles en la superficie limítrofe entre la grasa y el agua muestran casi la misma magnitud de ambos componentes. –C=C– enlaces dobles predominantes en los ácidos grasos no saturados CH2, CH3 grupos metilenos y metilos El período de oscilación para la grasa y otros tejidos mixtos con tiempos de eco más largos se distancian de manera progresiva de estos valores teóricos para un sistema de dos componentes (agua y metileno), ya que estos tejidos no presentan otros picos de resonancia más pequeños (p. ej., protones en las proximidades de los dobles enlaces, grupos metilos y carbonilos), que ocasionan inexactitudes (Fig. 1.6). Para establecer los óptimos tiempos de eco en oposición de fase para cada sistema diferente de RM, es necesario realizar pruebas individuales. Las imágenes GRE en oposición de fase muestran una alta sensibilidad para evidenciar la médula ósea hematopoyética (19) y las lesiones patológicas de la médula ósea (Fig. 1.7). A causa de su señal intensa, las secuencias GRE en estado de equilibrio se utilizan especialmente en el estudio diagnóstico de las articulaciones, para adquirir el conjunto de datos tridimensionales para la subsiguiente reconstrucción multiplanar. Las secuencias GRE degradado con tiempo de repetición corto (TR = 40-50 ms), tiempo de eco corto (TE = 5-10 ms) y ángulo de inclinación intermedio (υ = 30-60°), combinadas con supresión de la grasa, son adecuadas para la representación del cartílago. Las secuencias GRE degradado o en estado de equilibrio con tiempos de repetición largos (TR = 450-600 ms), dos tiempos de eco (un eco corto en fase, un eco largo fuera de fase) y ángulo de inclinación medio (υ = 25-30°) han demostrado ser adecuadas, en general, para la evaluación diagnóstica de las articulaciones, partes blandas y huesos (GRE con doble eco) (44). El primer eco corto produce una señal de alta intensidad que brinda información anatómica; el segundo eco, un intenso contraste T2* con una sensibilidad adecuada para evidenciar alteraciones patológicas. En la interpretación de las imágenes, deben considerarse las particularidades de la técnica GRE, como el aumento de los efectos de susceptibilidad, en particular del segundo eco, y los efectos de fase, por lo que, por ejemplo, las calcificaciones o los prolapsos de los discos intervertebrales aparecen aumentados de tamaño. En fase Fuera de fase Fases opuestas Fig. 1.5 Vectores de la señal de la grasa y del agua en el plano XY en las secuencias GRE: Diferentes posiciones de fase de los vectores de la grasa y del agua con diferentes tiempos de eco. En los píxeles con partes de grasa y de agua corresponde: en una misma posición de fase, sumar las intensidades de la señal; en oposición de fase, sustraer las intensidades de la señal. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 7 Técnica eco del gradiente (GRE) IS Grasa Músculo Superficies limitantes TE (ms) 7 Fig. 1.6 Intensidad de la señal (IS) de la grasa, musculatura y superficies limitantes grasa-músculo en función del tiempo de eco (TE) con la técnica GRE y un campo magnético de 1,5 Tesla: La musculatura no muestra prácticamente ninguna señal, la grasa presenta una oscilación escasa de la señal, y las superficies limitantes grasamúsculo muestran una oscilación muy fuerte de la señal con una frecuencia de oscilación algo diferente. Esta diferencia puede aclararse con los espectros (véase Fig. 1.5), ya que el espectro de la grasa subcutánea presenta varios grupos diferentes de picos (sistema de múltiples componentes) y no solamente 2 picos principales (sistema de 2 componentes), como sucede, por ejemplo, con los píxeles de las superficies limítrofes. Con una señal máxima se habla de un tiempo de eco en fase, y con una señal mínima, de un tiempo de eco en oposición de fase. Fig. 1.7 a-e Articulación del hombro, corte coronal oblicuo: a SE (0,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 15 ms). b GRE (0,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 14 ms, ángulo de inclinación = 30°). c GRE (0,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 35 ms, ángulo de inclinación = 30°). d GRE, corte sagital oblicuo (0,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 7 ms, ángulo de inclinación = 30°). b a d c Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8 8/27/09 4:19 PM Page 8 Técnicas relevantes de RM e GRE (0,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 28 ms, ángulo de inclinación = 30°). Los tiempos de eco TE = 35 ms y TE = 7 ms constituyen tiempos de eco en oposición de fase con una representación pobre de la médula ósea hematopoyética y con una imagen libre de señales de la superficie limítrofe grasa-músculo (artefacto por etching = “grabado al aguafuerte”, desplazamiento químico de segunda clase). Con los tiempos de eco TE = 14 ms y TE = 28 ms, los protones del agua y de la grasa se encuentran en fase. e Técnicas muy rápidas de RM (ultrarrápidas) En los últimos años se han desarrollado numerosas secuencias nuevas, que presentan la característica de que se pueden realizar con tiempos muy cortos de adquisición (Cuadro 1.3). Estas técnicas son, en parte, todavía de experimentación y, por esa razón, no están muy difundidas. La significación y la importancia de estas secuencias de RM denominadas ultrarrápidas para el estudio del sistema musculoesquelético se basa en el análisis cinemático del movimiento de las articulaciones (véase más adelante) y, llegado el caso, en estudios dinámicos con medio de contraste con alta resolución temporal. Cuadro 1.3 Técnicas rápidas de RM Técnica Abreviatura GRE rápido TFE 1-4 s Snapshot-GRE Turbo-FLASH GRASE 300-100 ms EPI 50-100 ms GRE y SE Técnica ecoplanar Tiempo de medición por corte Supresión de la grasa En RM existen los siguientes métodos para suprimir la señal del tejido graso: CHESS/SPIR. Es posible saturar los protones de la grasa en forma selectiva mediante un pulso de saturación inmediatamente antes de realizar la secuencia del estudio, de manera que la grasa no pueda contribuir más a la generación de señales. Este método se denomina saturación por desplazamiento químico selectivo (CHESS, siglas de chemical shift selective saturation). En lugar de pulsos de saturación, previamente también puede conectarse en serie un pulso de inversión de 180° con una diferencia de tiempo con respecto al pasaje por el punto cero de la magnetización longitudinal de los protones de grasa (SPIR, siglas de spectral presaturation with inversion recovery). El pulso químicamente selectivo puede combinarse con cualquier secuencia. Este método se emplea sobre todo en algunas indicaciones clínicas especiales, como la diferenciación de tumores que contienen grasa o de partes de tumores con la sangre. Además, con estas técnicas se logra un contraste muy bueno de los cartílagos (Fig. 1.8). Mediante la combinación de la técnica CHESS con la artrografía directa por RM, puede mejorarse la sensibilidad para el diagnóstico de rotura del manguito rotador de la articulación del hombro. Sin embargo, para la obtención de imágenes de alteraciones patológicas de las partes blandas próximas a la articulación no se ha impuesto la aplicación sistemática de la supresión grasa selectiva (44). En los últimos años se ha incorporado al cribado diagnóstico la combinación de la supresión grasa selectiva con una secuencia TSE ponderada en densidad protónica (p. ej., TR = 3000 ms, TE = 45 ms). Por medio de esta técnica pueden combinarse las ventajas de una alta relación señal/ruido y un alto contraste de las lesiones patológicas. Actualmente se recomienda la aplicación de esta secuencia en todas las regiones de estudio del aparato locomotor, por lo menos, en un plano. Método de Chopper-Dixon. Este método de saturación de la grasa aprovecha el desplazamiento químico de los protones de la grasa y del agua, por lo cual pueden obtenerse, mediante diferentes Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 9 Supresión de la grasa tiempos de eco, imágenes de estos dos elementos. Esta técnica exige realmente mucho tiempo y no se ha impuesto para su aplicación rutinaria. En indicaciones clínicas especiales, como por ejemplo, enfermedades de la médula ósea, con este método puede cuantificarse el contenido de grasa y de agua. STIR. La secuencia STIR (siglas de short inversion time inversion recovery) se fundamenta en una secuencia de recuperación de la inversión con un tiempo corto de inversión. En la secuencia de recuperación de la inversión, se antepone un pulso de inversión de 180° previamente a los pulsos de 90° y de 180° que generan la señal. El intervalo de tiempo entre el pulso de inversión de 180° y la secuencia de pulsos que generan la señal se denomina Tau (τ) o tiempo de inversión (TI). Si se selecciona un TI corto (= STIR), se produce un contraste de la imagen impregnado de una elevada sensibilidad frente a largos tiempos de relajación T1 y T2 (contraste aditivo T1 y T2) y en la que los protones de la grasa no contribuyen a la señal, ya que su magnetización longitudinal de desintegra (denominada de paso cero) (Fig. 1.9). A diferencia de la técnica SPIR, el pulso de inversión en este caso no actúa en forma selectiva sobre la frecuencia del componente de la grasa, sino que el contraste de la imagen se determina por la selección del tiempo de inversión TI. Una secuencia de RM que es sensible a largos tiempos de relajación T1 y T2, y que está totalmente libre o presenta mínimas señales del tejido graso, representa alteraciones patológicas, como por ejemplo, edema o tumores con un contraste más elevado que el de las otras secuencias (46). En numerosos estudios clínicos se ha confirmado el valor de esta secuencia, sobre todo para las enfermedades del sistema musculoesquelético. El edema de la médula ósea o la inflamación de las partes blandas se representan con la máxima sensibilidad. En indicaciones clínicas poco claras, debe realizarse siempre una secuencia STIR, por lo menos, en un plano. Mediante modificaciones de la secuencia STIR, como por ejemplo, la reducción de los tiempos de repetición y de inversión (Fast-STIR) (46) (Fig. 1.10) o la combinación con una técnica turbo (TSE-STIR), puede reducirse el tiempo de adquisición de la secuencia. Excitación del agua. Si se excitan en forma selectiva solamente los protones del agua (excitación del agua), el tejido graso no contribuye a la señal y aparece con muy pobre, o ninguna, señal en la imagen. La excitación selectiva del agua puede combinarse con diferentes tipos de secuencias. Se puede lograr cierta ventaja frente a la supresión grasa selectiva mediante un ahorro de pocos milisegundos (un pulso selectivo de saturación de la grasa antes de la secuencia correspondiente lleva tiempo). Sin embargo, en un estudio comparativo, las imágenes con excitación selectiva del agua resultaron inferiores que las imágenes con saturación grasa (38). Fig. 1.8 Articulación de la rodilla, corte sagital: Secuencia SE (1,5 Tesla, TR = 600 ms, TE = 15 ms) con supresión selectiva de grasa. Imagen del cartílago particularmente rica en señales. Eco Fig. 1.9 Secuencia STIR: Representación esquemática de la magnetización longitudinal (Mz) después del pulso de inversión de 180° y de la magnetización transversal (Mxy) después del pulso de 90° del tejido graso (F), de un tejido con tiempos de relajación T1 y T2 cortos (A) y de un tejido con tiempos largos de relajación T1 y T2 (B). En el momento del pulso de 90° la grasa no presenta ninguna magnetización longitudinal, en consecuencia no emite ninguna señal en el curso posterior de la secuencia. El tejido A tiene, en el momento del pulso de 90°, una magnetización longitudinal más baja que el B y muestra un rápido retorno de la magnetización transversal, por lo que el tejido B presentará una intensidad de la señal más alta que el A. Este contraste se denomina contraste aditivo T1/T2. De esta manera se explica la elevada sensibilidad para la detección de edemas y otras alteraciones patológicas. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 9 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 10 10 Técnicas relevantes de RM Fig. 1.10 Metástasis femoral de un carcinoma broncoalveolar: Secuencia FAST-STIR (0,5 Tesla, TR = 1000 ms, TI = 100 ms, TE = 15 ms). Junto a la parte intraósea de la metástasis con una elevada intensidad de la señal se evidencia una parte extraósea, así como también erosión de la cortical. La flecha señala la zona de reacción peritumoral. Medio de contraste, dinámica del contraste La administración IV de un medio de contraste que contenga gadolinio (Gd) en el diagnóstico del aparato locomotor y de sustentación no siempre es necesaria. Se han establecido algunas pocas aplicaciones, como por ejemplo: • el estudio de enfermedades inflamatorias, • la diferenciación entre componentes líquidos o sólidos y edematosos o infiltrativos, en tumores primarios y secundarios del hueso y partes blandas (31, 35). Los estudios dinámicos con administración de contraste mediante secuencias GRE pueden ser de utilidad para diferenciar tumores benignos y malignos (9). Sin embargo, la especificidad no es particularmente alta (25). Esta técnica no se ha impuesto para el diagnóstico sistemático de los tumores óseos y de partes blandas. Artrografía por RM Artrografía directa por RM La inyección directa de solución de Gd diluida dentro de la articulación puede mejorar la sensibilidad de la RM (17, 29) en algunas indicaciones específicas, como las lesiones del manguito rotador, del rodete glenoideo o de los cartílagos de la rodilla (17, 29). Como se trata de un procedimiento invasivo, por lo general su indicación es limitada. Algunas dudas diagnósticas probablemente podrán aclararse en el futuro mediante la artrografía indirecta por RM. Artrografía indirecta por RM Recién desde hace poco tiempo, se conoce que los medios de contraste que contienen Gd administrados por vía IV en una RM alcanzan la cavidad articular con una concentración que actúa mediante el aumento claro de la intensidad de la señal de las imágenes ponderadas en T1. De esa manera, se genera un efecto artrográfico, sin necesidad de punzar la articulación. Este método se denomina artrografía indirecta por RM. El ingreso del contraste en la articulación aumenta lentamente con el tiempo y alcanza un máximo después de una hora en reposo. Puede aumentarse de manera significativa el ingreso del Gd en la articulación mediante el ejercicio (49) (Fig. 1.11). El contraste se evidencia con claridad mediante secuencias con supresión de la grasa (Fig. 1.12). La cantidad de medio de contraste que debe inyectarse es de 0,1 mmol/kg de peso corporal. Hasta ahora, existe experiencia con este método en las siguientes articulaciones: • rodillas (7), • tobillos, • hombros (49). Este método tiene ventajas en comparación con la RM convencional en el estudio de los cartílagos articulares, meniscos, discos, rodetes, del manguito rotador, etcétera. (49). También en la articulación de la mano se puede lograr un ventajoso contraste (34) con este método. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 11 Contraste por transferencia de la magnetización 11 IS (%) Postejercicio En reposo Tiempo (min) Fig. 1.11 Artrografía indirecta por RM: Intensidad de la señal (IS) en la cavidad de la articulación superior del tobillo después de la inyección IV de un medio de contraste que contiene Gd. La señal asciende lentamente en reposo. Con el ejercicio articular (media hora de caminata), la intensidad de la señal asciende rápidamente. Fig. 1.12 Artrografía indirecta por RM de la articulación superior del tobillo: Imagen de la hendidura articular con intensa señal. Cartílago con IS media, discreta irregularidad cartilaginosa en la articulación peroneo-astragalina. En las artrografías indirectas no deben confundirse las estructuras extraarticulares que concentran el medio de contraste, como las bolsas y las vainas tendinosas, con una salida del medio de contraste de la cápsula. Mediante el correspondiente entrenamiento, esto puede evitarse e inclusive hasta puede ser ventajosa la presencia de contraste en las bolsas (p. ej., para el estudio del manguito rotador superior del hombro). El realce de contraste de las estructuras vasculares es muy inferior en las imágenes tardías en relación con la intensidad de la señal intraarticular. Debido a que no es invasivo y a que presenta alta sensibilidad, este método se ha establecido especialmente en la inestabilidad del hombro y como estudio diagnóstico prequirúrgico en las lesiones del manguito rotador. Contraste por transferencia de la magnetización El espectro del hidrógeno de los tejidos biológicos presenta, junto al pico de resonancia de los protones del agua libre, una superficie de resonancia de base ancha de los protones unidos a macromoléculas. En condiciones normales se utiliza el pico de los protones libres para la generación de imágenes de RM. Si, por el contrario, se satura la ancha base de protones unidos, sin influir de manera directa en los protones libres, se produce sin embargo una alteración del pico de resonancia de los protones libres (Fig. 1.13). den aclararse por un intercambio químico entre los protones libres y los protones unidos en la superficie limítrofe de estos dos compartimentos (Fig. 1.14). Existen dos métodos para alcanzar los efectos de la técnica MTC: • método MTC por saturación de frecuencia y • método MTC por frecuencia lejana. Estas alteraciones son: • un acortamiento de la magnetización longitudinal (transferencia de la magnetización) del pico del agua, • en menor proporción, una reducción del tiempo de relajación T1 (relajación cruzada) del pico del agua. Por el acortamiento de la magnetización longitudinal, esta técnica se denomina MTC (siglas de magnetization transfer contrast). Las alteraciones del pico de agua que se evidencian pue- Fig. 1.13 Saturación de la base ancha de la señal de resonancia: Saturación de la base ancha de la señal de resonancia de los protones unidos a macromoléculas, con una reducción resultante de la señal de resonancia de los protones libres, por medio del método MTC (HF = pulso de alta frecuencia). Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 12 12 Técnicas relevantes de RM El contraste de la imagen que se genera con esta técnica se diferencia de los contrastes de la imagen conocidos, que se basan en los tiempos de relajación y en la densidad protónica. Los tejidos que muestran un fuerte efecto MTC son: • músculos, • cartílago, • tendones, • sustancia cerebral. Las degeneraciones cartilaginosas en su etapa temprana se pueden hacer visibles con este método (47). Al restar una imagen sin MTC de la imagen con MTC, se obtiene una nueva imagen, en la que las intensidades de la señal son proporcionales a la magnitud del efecto MTC (imagen MTC por sustracción). Con esta técnica, pueden visualizarse bien lesiones cartilaginosas superficiales (Fig. 1.15). Mediante la técnica MTC puede atenuarse el aumento artificial de la señal de los tendones que tienen un trayecto oblicuo al campo magnético B0 (fenómeno del ángulo mágico) (Fig. 1.16). Con este método, también pueden obtenerse imágenes bien contrastadas del ligamento cruzado anterior. Los tumores formadores de cartílago presentan una sensibilidad a la técnica MTC que los diferencia mucho de otro tipo de tumores (Fig. 1.17). Por el contrario, el cartílago articular hialino maduro presenta con claridad un intenso efecto MTC. Otras aplicaciones de la técnica MTC son la supresión de la señales del fondo para mejorar la angiografía por RM. Fig. 1.14 Intercambio químico e interacciones dipolo-dipolo: Intercambio químico (1) e interacciones dipolo-dipolo (2) entre los protones unidos a macromoléculas (izquierda) y los protones libres (derecha). Fig. 1.15 Imagen MTC por sustracción de la articulación de la rodilla: Buena representación de las lesiones cartilaginosas superficiales. Los tejidos sin efecto MTC aparecen de color negro. Fig. 1.16a, b Articulación del hombro, corte coronal oblicuo: a GRE: TR = 600 ms, TE = 18 ms, ángulo de inclinación = 30°. b Secuencia MTC con los mismos parámetros y selección de ventana. Evidente reducción mediante MTC (flecha) de la elevación artificial de la señal del manguito rotador (fenómeno del ángulo mágico). a b Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 13 Angiografía por RM 13 a b Fig. 1.17a, b Condroma del fémur: a GRE, corte axial (TR = 600 ms, TE = 9 ms, ángulo de inclinación = 30°). b Secuencia MTC con los mismos parámetros e idéntica selección de ventana. Evidente reducción de la señal de la musculatura con una inversión relativa de contraste del tejido graso, reducción moderada de la señal del tumor. Angiografía por RM En un corte de RM con sangre en movimiento, no saturada (como también cualquier otro tejido), se produce una señal más intensa que en un tejido estacionario. Este efecto se utiliza para la representación angiográfica en el procedimiento de llegada del flujo o primer pasaje y se denomina muchas veces método TOF (siglas en inglés de time of flight = tiempo de vuelo). El flujo turbulento, la susceptibilidad y la saturación del espín también pueden influir en la señal dentro de los vasos. En algunos sitios (p. ej., ramificaciones), puede presentarse una separación del flujo que ocasiona una rémora circular más prolongada del flujo sanguíneo local. Este fenómeno lleva a una saturación parcial no deseada del espín en esta región, que tiene como consecuencia, nuevamente, una reducción de la señal (11). La representación por RM de las malformaciones vasculares y de los vasos que nutren a las neoplasias es una indicación relativamente infrecuente. Los vasos de las extremidades se evidencian claramente en la angiografía por RM, aunque el método presenta ciertas limitaciones. El flujo sanguíneo es pulsátil y comprende regiones de flujo veloz hasta zonas de inversión del flujo, que, en áreas circunscritas pequeñas, puede llevar a la interrupción de la señal. Además, el corte transversal total de cada vaso sanguíneo individual es grande, de manera que, en particular, los vasos de pequeño calibre exhiben un flujo menor y pueden desaparecer de la imagen por efectos de la saturación. Para evitar estos inconvenientes se requiere una resolución mayor que, sin embargo, produce una reducción de la señal y un aumento considerable de tiempo de adquisición. Las bobinas de superficie pueden ofrecer una efectiva reducción de este problema de la señal, aunque no pueden evitarlo del todo. A causa de la pulsatilidad aparecen con frecuencia dislocaciones de los vasos y turbulencias locales que generan nuevas pérdidas de la señal. Por consiguiente, es posible que dichos artefactos se interpreten de manera errónea como estenosis, trombos u otras alteraciones vasculares. Procedimiento de la angiografía Procedimiento de la llegada del flujo sincronizado con el ECG (gated-inflow). Una elegante posibilidad para evitar la dis- minución de la calidad de la imagen que originan las pulsaciones es el denominado procedimiento gatillado por el ECG, o sincronizado con el ciclo cardíaco, del primer pasaje o llegada del flujo (6, 13). En este caso se sincroniza la adquisición de los datos con el ciclo cardíaco. Esto se produce de manera que, mediante la ayuda del electrocardiograma, se elige un intervalo apropiado dentro del intervalo entre dos ondas R, que corresponde a un momento de escasa pulsatilidad y, por consiguiente, menos sensible a los artefactos. Los datos se adquieren entonces en una serie especial (solamente durante el intervalo del ciclo cardíaco seleccionado), hasta que se obtiene la matriz completa de los datos (todas las codificaciones de fase). Según el territorio vascular, existe una diferente demora óptima para la selección del intervalo del ciclo cardíaco en relación con la onda R. La extensión temporal del intervalo seleccionado también tiene un papel importante en lo que se refiere a la calidad de la imagen (Fig. 1.18). Para obtener imágenes con pocos artefactos, por ejemplo, en el caso de las carótidas, debe seleccionarse una ventana temporal dentro del ciclo cardíaco del 5080% del intervalo RR, mientras que para las arterias de los miembros inferiores, debe seleccionarse una ventana temporal del 25-50% del intervalo RR. Este procedimiento sincronizado con el ciclo cardíaco es, en consecuencia, una combinación de la sincronización o gatillado cardíaco y la técnica de llegada del flujo o primer pasaje, que limita la adquisición de los datos a un intervalo determinado del ciclo cardíaco (36). De esta manera se suprimen los artefactos ocasionados por un flujo pulsátil o retrógrado y, en consecuencia, las regiones periféricas de los vasos presentan una imagen con mejor definición. Angiografía de contraste de fases. En esta técnica se obtiene una angiografía por RM sin administrar medio de contraste, utilizando el desplazamiento de las fases entre la sangre que se mueve y los tejidos que permanecen inmóviles (angiografía de contraste de fases). Esta técnica ha demostrado su validez para el estudio de los vasos de las extremidades. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 14 14 Técnicas relevantes de RM a b Fig. 1.18a-c Angiografía arterial por RM de la llegada del flujo, sincronizada con el ECG: TR = 23 ms, TE = 6,9 ms, ángulo de inclinación = 60°, promedios de la señal = 1, matriz = 128 × 256, campo de visión (FOV) = 161 × 230 mm2, 61 cortes con un espesor de 4 mm, con 0,5 mm de superposición, saturación caudal, frecuencia cardíaca entre 55 y 60 por minuto. a Sin sincronización con el ECG, tiempo de medición 2:18. a b Fig. 1.19a-c Angiografía por RM con realce de contraste: Representación MIP (Máxima Intensidad de Proyección), proyección antero- c b Con sincronización electrocardiográfica: adquisición de los datos durante 500 ms del ciclo cardíaco, con una demora de 150 ms después de la onda R, tiempo de medición 5:07. c Igual que en la imagen b, aunque con una ventana temporal más pequeña de 250 ms, tiempo de medición 8:07. Evidente reducción de los artefactos mediante la sincronización. Con una ventana temporal más pequeña (c) disminuyen los artefactos por pulsación, aunque aumenta el tiempo de medición. c posterior. Imágenes de tres territorios distintos estudiados mediante el desplazamiento de la camilla del paciente. Enfermedad arterial periférica obstructiva. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 15 Reconstrucción tridimensional 15 Fig. 1.20 Angiografía por RM, representación MIP en la proyección anteroposterior: Cortocircuito arteriovenoso (shunt AV) en un paciente en plan de diálisis. Angiografía mediante administración de contraste. En los últimos años se ha impuesto para las imágenes de los vasos de las extremidades la angiografía por RM con administración de contraste como método de evaluación sistemática, lo que ha desplazado a la angiografía por sustracción digital (DSA, digital substraction angiography) intraarterial como indicación diagnóstica en un 90%. Este método consiste en la inyección periférica de un medio de contraste que contiene Gd, en dosis regular (0,1 mmol/kg de peso corporal) o en doble dosis (0,2 mmol/kg de peso corporal), y en la iniciación de una secuencia GRE 3D (eco del gradiente tridimensional) sobre todo con cortes coronales. Los datos resultantes se presentan en imágenes MIP (imágenes volumétricas de la máxima intensidad de la proyección). La calidad de imágenes que se obtiene de esta manera es convincente y alcanza, en parte, la calidad de la tecnología por sustracción digital intraarterial. De esta manera, la angiografía digital venosa puede reemplazarse por completo. Mediante el desarrollo de un desplazamiento automático de la camilla del paciente durante el examen y mediante la introducción de secuencias ultrarrápidas con tiempos de repetición TR por debajo de los 4 ms y tiempos de eco TE inferiores a los 2 ms, se han logrado imágenes de alta calidad de los vasos sanguíneos de la pelvis y de las extremidades con una sola inyección del medio de contraste (véanse Figs. 1.19 y 1.20). Relaxometría (mapas de los tiempos de relajación) Mediante la determinación de los tiempos de relajación (relaxometría), no se logra aumentar, en la mayor parte de los casos, la especificidad de la RM. Por dicho motivo, esta técnica no tiene ninguna significación para el estudio sistemático del aparato de locomoción y sustentación. En los controles postratamiento de enfermedades infiltrativas difusas, es de utilidad determinar el tiempo de relajación T1 para detectar alteraciones patológicas precoces. Las modificaciones mensurables de los tiempos de relajación no conducen muchas veces a modificaciones visibles de la señal en las imágenes de RM. Los tiempos de relajación pueden transformarse también en una imagen, en la que la intensidad de la claridad es proporcional a dichos tiempos. En este caso, se habla de mapas de los tiempos de relajación o mapas T1 o T2. Reconstrucción tridimensional La reconstrucción tridimensional de los cortes bidimensionales del sistema musculoesquelético puede ser una ventaja en el estudio de determinadas enfermedades (42). Entre ellas, se encuentran fracturas complejas o fracturas de regiones con anatomía compleja, como la base del cráneo o el macizo facial. La planificación de intervenciones quirúrgicas reconstructivas puede facilitarse con estas imágenes. Otras aplicaciones comprenden el estudio volumétrico de tumores en el curso del tratamiento con quimioterapia y radioterapia. Se distinguen dos técnicas para la representación de imágenes tridimensionales: • representación superficial, mediante ésta, una fuente virtual de luz ilumina la superficie del objeto, • representación volumétrica, mediante ésta, la fuente virtual de luz atraviesa el objeto (Fig. 1.21). Una combinación de ambas técnicas (técnica híbrida) produce la mejor impresión tridimensional (42). La reconstrucción tridimensional de los datos en la tomografía computarizada (TC) se realiza con la técnica del valor umbral, por medio de ésta, cada píxel se representa de manera tridimensional con los valores de su densidad por encima de un valor umbral libremente seleccionado (p. ej., el del hueso). La extracción del píxel para la representación tridimensional (segmentación) de los datos de la tomografía por RM es mucho más difícil, ya que las intensidades de la señal son muy poco homogéneas y los tejidos que no deben representarse en la imagen pueden presentar intensidades de la señal semejantes al objeto que será representado en forma tridimensional. Por ejemplo, la grasa subcutánea presenta una intensidad de la señal Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 16 16 Técnicas relevantes de RM a b Fig. 1.21a, b Representación tridimensional de los datos de RM de una articulación de la rodilla: a Técnica de las superficies (surface rendering). b Técnica volumétrica (volume rendering). semejante al tejido graso que contiene la médula ósea. En consecuencia, no es posible la aplicación de una mera técnica de un valor umbral para la segmentación de los datos de la tomografía por RM. Suele utilizarse una combinación de segmentación automática por valor umbral y segmentación manual (38). Para ello, debe extraerse en forma manual el objeto que se debe representar tridimensionalmente de cada imagen del conjunto de datos de RM. Este proceso es muy laborioso, exige mucho tiempo y paciencia, y no está exento de errores. Por esta razón, no se ha impuesto hasta ahora en el estudio sistemático del sistema musculoesquelético la aplicación sistemática de reconstrucciones tridimensionales de los datos tomográficos de la RM. Reconstrucción multiplanar y adquisición radial Reconstrucción multiplanar. El conjunto de datos de una secuencia de RM, como los datos de una TC, pueden ser procesados después para obtener planos de corte diferentes (reconstrucción multiplanar). Las imágenes calculadas muestran el mismo contraste. La resolución espacial depende de los parámetros de los datos originales. Si las longitudes de los bordes del vóxel de los datos originales presentan diferente extensión (conjunto de datos anisotrópicos), la resolución espacial de las imágenes obtenidas es también diferente. Si las longitudes de los bordes del vóxel son del mismo tamaño (conjunto de datos isotrópicos), la resolución espacial de las imágenes calculadas es igual a la de las imágenes originales. La generación de datos isotrópicos con alta resolución a partir de una región de estudio voluminosa, como por ejemplo la articulación de la rodilla, exige bastante tiempo, aun con la utilización de secuencias GRE transformadas tridimensionalmente. Además, para las principales indicaciones debe disponerse de Fig. 1.22 Articulación de la rodilla, corte axial: Representación de los planos de corte en una adquisición radial. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 17 Espectroscopia por RM e imagen espectroscópica 17 imágenes potenciadas en T1 y en T2. Por esa razón, no se recomienda la generación sistemática de un conjunto de datos isotrópicos con una reconstrucción posterior para el estudio por RM del sistema musculoesquelético. La reconstrucción de un conjunto de datos anisotrópicos a partir de secuencias convencionales con menor resolución de las imágenes calculadas puede considerarse para la visualización de grandes tumores o para controles postratamiento. Realización de cortes radiales. Los planos angulados con una rotación sucesiva de algunos grados en cada paso, alrededor de un punto de corte central, se denominan cortes radiales (26) (Fig. 1.22). En los estudios de las articulaciones de la rodilla y del hombro, la realización de cortes radiales no presenta ninguna ventaja en comparación con los planos de corte convencionales ya establecidos para estas regiones. La técnica no se ha impuesto para el estudio sistemático por RM del aparato locomotor y de sustentación. Espectroscopia por RM e imagen espectroscópica La espectroscopia por RM en el hombre constituye un procedimiento complicado, laborioso, que exige mucho tiempo y que todavía no ha encontrado un lugar importante en el estudio sistemático del sistema musculoesquelético. Con estos procedimientos pueden representarse vías metabólicas en forma específica, por lo que pueden adquirir en el futuro una mayor significación y aplicación clínica. La investigación en este terreno es muy intensa y muestra resultados muy promisorios. Por esa razón, se describe en este capítulo el procedimiento en forma relativamente exhaustiva, en especial, lo que se refiere a la espectroscopia con hidrógeno (1H), fósforo (31P) y carbono (13C). rico de resolución de aproximadamente 10 Hz (que corresponde a 0,15 ppm para 1,5 T). La observación de otras moléculas biológicamente interesantes en el espectro de protones se ve dificultada por la escasa amplitud del desplazamiento químico in vivo de los compuestos con hidrógeno (solo alrededor de 8 ppm), ya que con un ancho de 1-4 ppm (en relación con el desplazamiento químico del tetrametilsilano que se toma como referencia = 0 ppm) aparecen numerosas superposiciones. Espectroscopia de hidrógeno (1H) El blindaje del campo magnético estático por la cubierta de electrones del átomo lleva a un desplazamiento químico de la frecuencia de resonancia del protón, que depende de la estructura de la molécula. Este efecto se utiliza en los métodos ya descritos de supresión selectiva de la grasa, o para obtener imágenes del agua o de la grasa, aunque puede aplicarse también para obtener una representación directa de la concentración, en los tejidos, de diferentes compuestos que contienen hidrógeno (espectro por RM). En los espectros del 1H de la musculatura, tejido graso y médula ósea, predominan: • el pico del H2O, • las señales de los ácidos grasos no saturados (–CH3–, –CH2–, –CH2CO– y el grupo de moléculas –CH=). La superficie de la curva debajo de las respectivas líneas del espectro por RM es proporcional a la abundancia de la sustancia correspondiente. De esta manera, es posible realizar una determinación cuantitativa no invasiva del contenido relativo del agua y de la grasa, que tiene una particular utilidad en el estudio de enfermedades de la médula ósea (21, 33) y en la estadificación de miopatías degenerativas (3). En la figura 1.23 se muestra el aumento del contenido de lípidos y la reducción masiva del componente de agua en la imagen SE ponderada en T1 (con supresión de la grasa y sin ella, mediante la técnica SPIR) y en el espectro de los protones en el caso de un lipoma. Mediante una homogeneización adicional del campo magnético estático sobre la región del tejido de interés durante el estudio de RM, es posible, según la región y el tamaño del volumen seleccionado, obtener un ancho de línea de alrededor de 0,2-0,5 ppm, que por lo general alcanza para lograr una separación espectral de los picos de los mencionados grupos de moléculas. Debido a los tiempos T2 demasiado cortos (30-40 ms) del componente del H2O en la musculatura y en la médula ósea, también es posible acercarse en estos casos al límite teó- a b Fig. 1.23a-c Lipoma de la región izquierda de la cadera (paciente de 50 años de edad): a SE potenciado en T1 (TR = 500 ms, TE = 20 ms) con delimitación del volumen seleccionado para realizar la espectroscopia. b SE con supresión de la grasa mediante la técnica SPIR (TR = 1000 ms, TE = 20 ms). Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 18 18 Técnicas relevantes de RM Fig. 1.23c Espectro del 1H (sin supresión del agua) (TR = 2500 ms, promedios de la señal = 32). Mientras que un aumento mayor de la resolución espectral en la RM del 1H en el estudio del sistema musculoesquelético solo es posible con una intensidad mayor del campo magnético, se puede aumentar claramente la sensibilidad de detección de metabolitos hasta valores de concentración de 10 mmol/L mediante la supresión de la resonancia del agua. De esta manera pueden evidenciarse, en principio, alteraciones del metabolismo o defectos enzimáticos con la espectroscopia de los protones. Como técnicas de supresión, deben considerarse: • la inversión selectiva del componente del H2O con un pulso previo de 180° y una excitación de 90° en el punto temporal del pasaje por cero de la magnetización longitudinal del agua de los tejidos (30), • la presaturación de una banda estrecha mediante pulsos adiabáticos o pulso de alta frecuencia de Gauss (técnica CHESS) (14) o mediante un esquema de pulsos compuestos binominales. Para evidenciar los dupletes –CH3 del lactato (las dos posiciones posibles del espín de los protones –C–H presentan la degradación de la estructura fina del lactato en dos subpicos pequeños = duplete; en el caso de una fragmentación en muchos subtipos, se habla de tripletes, etc., y, en general, de multipletes) es necesaria, además, una supresión adicional de la grasa, ya que de lo contrario estas líneas espectrales se superponen con la resonancia del metileno de los ácidos grasos. La desventaja de alguna de estas técnicas, y también de los diferentes procedimientos de filtrado en el procesamiento posterior de los espectros, es que producen una modulación de la amplitud de las líneas y, de esa manera, no solo eliminan los componentes molestos, sino que influyen también en la señal de los metabolitos de interés. A diferencia de la espectroscopia de 1H en el sistema nervioso central, que se realiza prácticamente siempre con una supresión de la señal del agua, los diferentes métodos de supresión en la espectroscopia por RM del sistema musculoesquelético no han sido validados hasta el momento y se aplican solo en casos aislados. Además, en la mayoría de las indicaciones clínicas, brinda resultados más útiles y concluyentes la espectroscopia con otros núcleos atómicos, como por ejemplo, el fósforo (31P) y el carbono (13C) (véase más adelante). En cuanto a la técnica de utilización de bobinas, la espectroscopia por RM de 1H en el aparato locomotor y de sustentación no suele presentar ningún problema, ya que las indicaciones clínicas se refieren con frecuencia a regiones cercanas a la superficie del cuerpo, por lo que pueden utilizarse las mismas bobinas de superficie que se usan para la obtención de las imágenes de RM. En casos de volúmenes de medición (VOI, volume of interest) relativamente grandes, o en el caso de estudios comparativos de ambas extremidades, puede también utilizarse la bobina corporal normal para espectroscopia. Procedimientos para la selección del volumen. Para la selección del volumen en la espectroscopia de protones, se han impuesto como los métodos más apropiados la técnica SE doble (PRESS, del inglés point resolved sprectroscopy) y el procedimiento STEAM (del inglés stimulated echo acquisition mode) (10): • En el método PRESS, se utiliza un esquema de pulsos de 90°, 180°, selectivos de cada corte, en el cual se conecta uno de los gradientes de codificación local Gx, Gy o Gz en cada uno de los tres pulsos de alta frecuencia. Solamente los espines situados en una región del corte en forma de cuadrado en los 3 planos seleccionados por los gradientes pueden estar en resonancia con todos los pulsos de alta frecuencia y producir un segundo eco del espín. • En la técnica STEAM se emiten 3 pulsos de 90° selectivos de corte, separados uno de otro por el tiempo TE/2 y por el intervalo medio TM, que, después de otro intervalo de tiempo TE/2, sitúan nuevamente en fase la magnetización xy a un eco de estimulación (Fig. 1.24). Sin embargo, contribuyen a la señal solamente el 50% de los espines en el volumen de corte del gradiente, la otra mitad es desfasada durante el intervalo medio. Por esa razón, el procedimiento STEAM produce una relación señal/ruido relativamente baja. La técnica STEAM, sobre todo con tiempos TE cortos, como todos los gradientes de cambio de fase se conectan en el intervalo TM, tiene la ventaja de que no contribuye al tiempo de eco. La adquisición de los datos se realiza en la segunda mitad de la señal del eco. Con estos métodos, la precisión de la conexión de los gradientes tiene importancia decisiva para la calidad de la localización. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 19 Espectroscopia por RM e imagen espectroscópica 19 Relaxometría. Los métodos presentados para la adquisición de espectros también pueden aplicarse como una sucesión de secuencias dinámicas con variación de los parámetros. Así por ejemplo, una sucesión de espectros con tiempo de eco (TE) variable y una adaptación de la integral de las líneas a una curva de relajación ofrecen la posibilidad de determinar los tiempos T2 en los tejidos. En forma similar, realizando previamente un pulso de inversión de 180° y una variación del retraso TI hasta el pulso de excitación de 90°, puede permitirse la medición de los tiempos de relajación T1. Sobre todo en la espectroscopia del 1H de la columna vertebral, se aplica con cierto éxito este método de la relaxometría selectiva química (32, 39). Adquisición de los datos Espectroscopia de fósforo (31P) Fig. 1.24 Sucesión de pulsos de alta frecuencia y conexión de los gradientes en la espectroscopia por RM de 1H con selección del volumen mediante la técnica STEAM (TM = intervalo medio). Por una parte, debe garantizarse el retorno de fase del segundo eco del espín o del eco estimulador, y por otra parte, el desfase completo de todos los decaimientos por inducción libre y ecos primarios, en especial en el caso de tiempos de eco cortos. El procesamiento posterior de los espectros consta de • procedimientos de filtrado de la señal temporal para mejorar la relación señal/ruido, • interpolación de datos mediante “relleno con ceros” (zero-filling), • corrección de la fase de las señales transformadas de Fourier. Imagen espectroscópica (IE). Una de las técnicas de RM para generar imágenes y obtener los espectros de numerosos elementos de volumen (vóxeles) de manera simultánea es la técnica de imagen espectroscópica (IE), también denominada Imagen por desplazamiento químico (22). En este caso, antes de emitir los pulsos de excitación selectivos de corte, se conectan gradientes de codificación de fase en una (1D) o dos (2D) direcciones del espacio En la IE 2D, por ejemplo, con 16 pasos de codificación de fase, se necesitan 256 excitaciones Nex (Nex = número de excitaciones), lo que por regla general lleva a tiempos de medición relativamente largos, aunque permite evaluar en forma detallada la distribución regional de los metabolitos. En la espectroscopia de protones con frecuencia, se combinan el procedimiento con pulsos de supresión del H2O y los antes descritos métodos de selección del volumen, para alcanzar una mayor supresión de la contribución de las señales no deseadas (Fig. 1.25). Sin embargo, en el sistema musculoesquelético, hasta ahora, se prevén solo algunas pocas aplicaciones de estas técnicas. La espectroscopia de 31P, a causa de la gran significación de los compuestos de fósforo en el metabolismo energético y en los componentes de las membranas, ofrece un potencial diagnóstico, sobre todo, en las enfermedades metabólicas de la musculatura esquelética y en los tumores de partes blandas. Debido a la escasa concentración de compuestos de fósforo (alrededor de 10 mmol/L) y de la menor sensibilidad de la RM en comparación con el 1H, deben seleccionarse volúmenes relativamente grandes o un alto número de promedios de la señal. El desplazamiento químico de los metabolitos fosforados se extiende en una región de aproximadamente 25 ppm, de manera que la mayoría de las líneas espectrales están bien separadas una de otra. No obstante, ambas líneas del ADP están superpuestas con la correspondiente resonancia del átomo de fósforo limítrofe del ATP, de manera que la importante determinación de la relación ADP-ATP y, en consecuencia, del potencial de fosforilación puede realizarse sólo de manera indirecta. El componente dominante en el espectro de la musculatura esquelética es, sobre todo, la fosfocreatina (PCr), bastante más lejos se encuentra la línea del fosfato inorgánico (Pi) (Fig. 1.26b). De la diferencia en el desplazamiento químico de la PCr y el Pi, puede calcularse directamente el valor del pH del tejido. En otros tejidos de las partes blandas también hay uniones fosfomonoésteres y fosfodiésteres como productos del metabolismo de los fosfolípidos de la membrana celular, que, en el caso de observarse con una concentración aumentada, constituyen un indicio del aumento de la proliferación en trastornos neoplásicos. Para mejorar la relación señal/ruido en los espectros de 31P puede utilizarse un segundo sistema de alta frecuencia mediante la excitación de doble resonancia de 31P–1H, mediante el denominado efecto nuclear Overhauser (NOE) (2, 27). En este caso se produce una transferencia de la magnetización del espín nuclear del 31P por una relajación del dipolo, lo que teóricamente produce Fig. 1.25 Sucesión de pulsos de alta frecuencia y conexión de los gradientes en la imagen espectroscópica 2D de 1H con supresión del agua mediante un pulso de inversión selectivo de la frecuencia y con una selección adicional de volumen tridimensional mediante la técnica PRESS. Señal Codificación de fase Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 20 20 Técnicas relevantes de RM una máxima intensificación de la señal en un factor igual a 2,24. Los valores in vivo se alcanzan el rango de 1,3 a 1,6. Mientras que en la espectroscopia de 1H por RM escasas cantidades de tejido graso en el volumen seleccionado perturban las señales de metabolitos de escasa concentración, los espectros del fósforo se encuentran poco influidos por este hecho. Por esa razón, pueden utilizarse, en el caso del 31P, procedimientos de localización con límites menos definidos del VOI, sobre todo, cuando al realizarse una espectroscopia durante el ejercicio muscular, se requiere una mayor resolución temporal. Las técnicas PRESS y STEAM no son apropiadas, porque en ellas es necesaria la adquisición de señales del eco, aunque los posibles metabolitos fosforados poseen tiempos de relajación T2 muy cortos. En los casos más sencillos puede realizarse una selección grosera del volumen mediante la característica detección en forma de semiesfera de una bobina de superficie. Este método puede refinarse mediante la variación de la eficiencia de emisión, de manera que solo los espines ubicados en un determinado rango de distancia del centro de la bobina reciban el pulso de excitación de 90° para que puedan obtenerse espectros de diferente profundidad del tejido (técnica B1 o de la imagen rotatoria). A causa de la inhomogeneidad del campo magnético principal por afuera del volumen VOI en combinación con el filtrado matemático que elimina las líneas espectrales ensanchadas de las regiones vecinas, puede alcanzarse de cualquier manera una localización (técnica B0 o de la resonancia magnética tópica) (12). Técnica DRESS. Entre los procedimientos de selección con conexión de gradientes, la técnica DRESS (del inglés depth resolved surface coil spectroscopy) localiza un volumen cilíndrico con un borde superior e inferior nítidamente definido, que, por la sensibilidad de la bobina, tiene una limitada extensión lateral (18). En este caso, se realiza una sustracción de la señal de una medición con gradientes de codificación del espacio y otra sin ellos, en la que el gradiente debe estar orientado perpendicular al plano de la bobina. Este método elimina la intensa señal del tejido adiposo subcutáneo que se encuentra entre la bobina y el volumen de interés, y permite obtener espectros localizados de 31P de buena calidad con una resolución temporal de alrededor de 10 segundos, por lo que también es particularmente adecuado para la espectroscopia dinámica por RM durante el ejercicio muscular. Fig. 1.26a-c Espectrocospia de 31P (con una bobina anular de superficie de 14 cm) de la musculatura de la pantorrilla en un voluntario normal: a Imagen axial SE potenciada en T1 con dibujo del volumen de 3,6 cm × 5 cm × 8 cm seleccionado con el procedimiento ISIS (anteroposterior/izquierda-derecha/craneocaudal) (TR = 500 ms, TE = 15 ms). Pulsos “adiabáticos” de alta frecuencia. Aplicando pulsos de alta frecuencia “adiabáticos” (pulsos de frecuencia modulada), puede alcanzarse una excitación uniforme, prácticamente independiente de la distancia, del VOI seleccionado (4). Fig. 1.26b Espectro de 31P en reposo: TR = 3000 ms, promedios de la señal = 64, duración de la adquisición 3 min, selección de volumen con la técnica ISIS. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 21 Espectroscopia por RM e imagen espectroscópica 21 Fig. 1.26c Espectroscopia de 31P dinámica durante el esfuerzo muscular (espectro 2-5) y en la fase de relajación (espectro 6-8): TR = 3000 ms, cada uno con promedios de la señal = 4, duración de la adquisición 12 s por espectro, selección de volumen con la técnica DRESS. Relajación 0-12 s Finalización del ejercicio (después de 13 min) Ejercicio 0-12 s Antes del ejercicio 0 –20,0 Procedimiento ISIS. El procedimiento ISIS (del inglés image guided in vivo spectroscopy) exige mayor tiempo (28), aunque permite, como las técnicas STEAM y PRESS, la localización tridimensional de un volumen de superficies rectangulares (Fig. 1.26a). La señal del espín del VOI es el resultado de un complejo esquema de adiciones y sustracciones de 8 mediciones individuales, cada una con diferentes combinaciones de 3 pulsos de inversión selectivos de la frecuencia y conexión de 3 gradientes de codificación de la localización. Con el mismo número de promedios de la señal, resulta entonces una relación señal/ruido evidentemente peor que, por ejemplo, con la técnica DRESS. En lesiones focales circunscritas, la técnica ISIS es el más adecuado procedimiento de localización. Técnica IE 2D. La técnica ya descrita de IE 2D constituye una nueva posibilidad para representar el espectro del fósforo mientras adquiere un volumen seleccionado. El corte excitado mediante un pulso de radiofrecuencia de frecuencia selectiva se distribuye mediante ambos gradientes codificadores de fase en, por ejemplo, un vóxel de 8 × 8. En este caso no es necesaria una supresión adicional de las contribuciones de las señales no deseadas como en la espectroscopia de 1H por RM. El procedimiento también puede realizarse sin selección de corte con una codificación de fases en las 3 direcciones del espacio como una técnica de IE 3D, aunque esto exige tiempos de medición muy largos. La IE permite que puedan evaluarse las lesiones compuestas y la infiltración de los tejidos circundantes cuando su composición y extensión son complejas. Espectroscopia del fósforo dinámica. La espectroscopia del fósforo dinámica, con ejercicio muscular, permite una monitorización directa de los procesos bioquímicos que participan del metabolismo energético. La imagen característica de la musculatura sana muestra el descenso rápido de la concentración de la PCr y un ascenso del pico de Pi durante el ejercicio muscular unido, con frecuencia, con la aparición de un componente de azúcar-fosfato, mientras que en la fase de relajación se produce un retorno relativamente rápido a los valores de reposo (40) (Fig. 1.26c). Las prolongaciones del tiempo de relajación y anomalías en las concentraciones máxima y mínima de los metabolitos sugieren un defecto enzimático o una reducción del potencial de oxidación mitocondrial (5). Las imágenes de RM no muestran, en la mayoría de los casos, ningún correlato morfo- lógico detectable. Las alteraciones de la concentración de metabolitos que ya se evidencian en reposo sugieren, por el contrario, enfermedades musculares inflamatorias o degenerativas con edema acompañante o recambio metabólico en el tejido graso. Espectroscopia de carbono (13C) En la espectroscopia por RM in vivo del 13C, el principal problema consiste en la presencia natural de este isótopo (1,1%), junto con una sensibilidad relativa de la RM de solo 0,016, de manera que, a pesar de las altas concentraciones de compuestos de carbono en los tejidos corporales, son necesarios largos tiempos de medición para obtener espectros aceptables. Pueden realizarse experimentos con trazadores con 13C enriquecido por ejemplo, con glucosa marcada con 13C puede determinarse la velocidad de recambio de los metabolitos. Como la mayoría de los pasos metabólicos se relacionan con la rotura de uniones C–C–, la espectroscopia por RM permite un detallado panorama del metabolismo de los hidratos de carbono, grasas y proteínas. La adquisición del espectro del carbono a partir de la grasa subcutánea y de los tejidos blandos próximos a la bobina también es posible solo con 13C natural, sobre todo cuando se utiliza la excitación de doble resonancia 13C–1H con intensificación por efecto nuclear Overhauser (NOE) (1). Mediante el desacople de los espines protónicos se reduce también la amplitud de las líneas del espectro, ya que aumenta la múltiple degradación de los componentes (15). A causa de las variadas y numerosas posibilidades de unión de los átomos de 13C en las importantes sustancias biológicas que contienen carbono, a pesar de la enorme extensión del desplazamiento químico (alrededor de 200 ppm), es muy difícil una interpretación del espectro del 13C por RM no desacoplado. Aparecen, al igual que en el espectro del 1H, sobre todo, líneas de las cadenas acilo de los fosfolípidos móviles y triglicéridos. El estudio del tejido graso subcutáneo puede, en consecuencia, determinar la relación entre los ácidos grasos saturados y los no saturados. La localización del espectro se logra por lo general sobre una bobina característica, eventualmente combinada con la selección DRESS. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 22 22 Técnicas relevantes de RM Estudios cinemáticos Numerosas enfermedades dolorosas de las articulaciones dependen de los movimientos y se manifiestan solo en determinadas posiciones articulares. En el diagnóstico radiológico convencional, se utilizan estudios funcionales para detectar estas enfermedades. Los estudios funcionales de las articulaciones mediante RM combinan las ventajas de un procedimiento tomográfico con la información sobre la función de la articulación. Una ventaja importante es la evaluación simultánea de las partes blandas, que son las que deben dar estabilidad a la articulación. Dos técnicas diferentes se aplican para los estudios funcionales cinemáticos por RM: la modalidad cinematográfica y los métodos ecoplanares. Modo cinematográfico. Se producen imágenes estáticas en diferentes sitios de la articulación y se observan las estructuras resultantes en forma de imágenes sucesivas, como una película cinematográfica (modo cine). Para esta técnica deben incorporarse aparatos de fijación para controlar y detener el movimiento que permiten, en lo posible, la movilidad en una sola dirección. Con dichos aparatos se colocan las articulaciones en una posición definida y se generan las imágenes de RM en esta posición (Figs. 1.27 y 1.28). Para ello se utilizan secuencias convencionales SE o GRE. Los tiempos de realización de los estudios son efectivamente largos. Existen experiencias prácticamente en todas las grandes articulaciones y en la columna vertebral cervical. No siempre se dispone en cualquier sitio de aparatos de Fig. 1.27 Cinematografía por RM de la articulación femororrotuliana: Imágenes axiales del estudio de movimiento por RM mediante flexión y extensión desde 0 a 30 grados. La rótula se encuentra lateralizada con la flexión intensa, lo que indica una mala adaptación lateral. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 23 Estudios cinemáticos 23 fijación no ferromagnéticos comerciales para las diferentes articulaciones, como la temporomandibular, rodillas, manos y tobillos por lo que en la mayoría de los sitios de trabajo se han construido dichos aparatos en la misma institución que ha publicado dicha experiencia (37). La movilidad de las articulaciones está limitada en equipos cerrados de resonancia magnética, por lo que solamente puede explorarse una pequeña extensión del movimiento de la articulación. Con la utilización de sistemas medianamente abiertos es mucho mayor la extensión que se alcanza a explorar y, en ellos, es posible estudiar bien las articulaciones del hombro, los codos y las caderas (24). Métodos ecoplanares/IE/IH. Con la aplicación de secuencias muy rápidas, como los métodos ecoplanares, la imagen espectroscópica (IE) y la imagen helicoidal (IH), pueden realizarse verdaderos estudios de la función temporal. Estas técnicas se encuentran aún en desarrollo y pueden revolucionar el estudio cinemático de las articulaciones. Mediante ellas pueden realizarse estudios radioscópicos por RM de las articulaciones. Fig. 1.28 Cinematografía por RM de la articulación femororrotuliana: Imágenes axiales del estudio de movimiento por RM mediante flexión y extensión desde 0 a 30 grados. La rótula se encuentra desplazada en dirección medial y muy inclinada con la flexión intensa, lo que indica una mala adaptación medial. Resonancia magnética musculoesquelética ©2010. Editorial Médica Panamericana 92503-01.qxd 8/27/09 4:19 PM Page 24 24 Técnicas relevantes de RM Bibliografía 1. Bachert, P., M. E. Bellemann, G. Layer, T. Koch, W. Semmler, W. J. Lorenz: In vivo 1 H, 31 P-(l H) and 13 C-(l H) magnetic resonance spectroscopy of malignant histiocytoma and skeletal muscle tissue in man. NMR Biomed. 5 (1992) 161 2. Bachert-Baumann, P., F. Ermark, H. J. Zabel, R. Sauter, W. Semmler, W. J. Lorenz: In vivo nuclear Overhauser effect in 31 P(l H) double-resonance experiments in a 1,5 T whole-body MR system. Magn. Reson. Med. 15 (1990) 165 3. Bárány, M., P. N. Venkatasubramanian, E. Mok et al.: Quantitative and qualitative fat analysis in human leg muscle of neuromuscular diseases by 1 H MR-spectroscopy in vivo. Magn. Reson. Med. 10(1989)210 4. Bendali, M. R., D. T. Pegg: Uniform sample excitation with surface coils for in vivo spectroscopy by adiabatic rapid half passage. J. Magn. Reson. 67(1986)376 5. Block, W., F. Traber, C. 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